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骨折的生物力學范文1
【摘要】 目的 通過應用解剖型股骨粗隆鎖定鉤板內固定系統（ALHP）固定股骨粗隆間不穩定性骨折的生物力學研究，探討老年性股骨粗隆間骨折ALHP的生物力學性能和臨床應用。方法 8具國人新鮮股骨標本進行ALHP和動力髖螺釘（DHS）固定后的生物力學對比測試。結果 兩者載荷應變、載荷位移、強度和剛度、扭轉力學性能、極限載能等統計學顯示有顯著性差異（P＜0.05）。結論 生物力學實驗結果證明ALHP在抗張、抗壓、抗彎、抗剪切方面明顯優于DHS。ALHP設計合理，立體固定，整體穩定性高，有利于老年患者早期功能鍛煉，防止各種并發癥的發生。
【關鍵詞】 股骨骨折；股骨粗隆；內固定；生物力學；鋼板
Abstract： Objective To study the biomechanics of anatomical locked hookplate(ALHP) for treating instable intertrochanteric fracture for providing the basis of clinical application.Methods Eight pairs of fresh mature femor specimen were respectively fixed with anatomical locked hookplate system and DHS (dynamic hip screw)，and then biomechanical results of both were compared.Results The biomechanical comparison showed that there was significant statistical difference between the anatomical locked hookplate and DHS in loadstrain，loaddisplacement，strength and rigidity，the ability of antitorsion and ultimate bearing capacity（P＜0.05）.Conclusion ALHP has remarkable advantages over DHS in the ability of antitension，anticompression，antibending and anticut.ALHP has better design and stronger stability.It can make aged patients exercise early and reduce the incidence of complication.
Key words:femoral fracture；femoral trochanter;internal fixation;biomechanics;plate
股骨粗隆間骨折多發于骨質疏松的老年人，近年來其發病率呈顯著上升趨勢。其保守治療需長期臥床，容易導致墜積性肺炎、泌尿系統感染及褥瘡等嚴重并發癥。國外文獻報道老年股骨粗隆間骨折患者保守治療的死亡率高達50%［1］，也有報告老年股骨粗隆間骨折非手術治療組的死亡率要比手術治療組高4.5倍［2］，而采用手術切開復位器械固定，則效果更佳［3］。作者于2006年開始研制解剖型股骨粗隆鎖定鉤鋼板內固定系統（anatomical locked hook-plate internal fixation system，ALHP），經臨床應用療效滿意，極大地降低了髖內翻畸形、肢體短縮和髖部疼痛等并發癥的發病率。為了進一步論證本器械在治療股骨粗隆不穩定骨折的優點，本文通過生物力學實驗論證動力髖螺釘（DHS）和ALHP的生物力學性能，為臨床提供科學的基礎理論依據。
材料與方法
1 一般資料
采集老年骨質疏松標本8具，男性5例，女性3例；平均年齡70歲，體重68kg。標本先行剝離軟組織，經X射線證實無病理缺陷、畸形、骨折或腫瘤病患者。標本封裝儲存于-40℃冰柜內保存。實驗時逐級解凍。
2 標本的實驗力學模型制作
所有標本用NORLAND公司生產的XR36型雙能X線吸收骨質密度儀測定股骨粗隆間的骨質密度值。本文取骨質密度值0.76g/cm2以下者為骨質疏松標本，仿Evans股骨粗隆間骨折類型人工形成Ⅳ型骨折。將標本隨機分為實驗組（ALHP）和對照組（DHS）。模擬單足站立負重，考慮外展肌參與作用，在股骨頭部及股骨干部布置應變片6枚（見圖1）。
圖1 股骨粗隆間骨折Evans分型及內固定
生物力學實驗模型圖標本在WE5生物力學實驗機上加載，載荷級別分別為0、600、1200、1800N，加載速度為1.4mm/min。測量股骨粗隆部位及股骨干上應力分布及頭部移位情況，以比較不同器械固定的生物力學性能。所有的標本模型、結構、材料力學性能、加載及手術創傷和固定方法盡量保持一致，以提高測量精度，并事先對股骨頭的機械力學性能進行測量。
3 ALHP結構
在深入研究股骨近端解剖、復雜受力特征和治療股骨粗隆間骨折各種內固定物優缺點的基礎上，筆者設計了ALHP（見圖2）。其結構包括：鉤板、拉力螺釘、壓定螺釘、鎖定螺釘、加壓螺釘。鉤板主體為鉤板體和粗隆鉤，粗隆鉤設有2個，以解剖形態鉤抱粉碎的骨折塊，壓定螺釘可防止拉力螺釘松動退出。拉力螺釘為3枚空心螺釘，遠端設置外螺紋，具有自攻功能。組合螺釘孔設有3～5個。本內固定系統特點為3根拉力螺釘固定于股骨頭頸，把持力強，具有明顯的分散應力的作用，防止螺釘應力集中對股骨頭頸的切割。兩個股骨粗隆鉤固定股骨大粗隆粉碎性骨塊，復位理想，固定堅強。股骨外側鋼板具有張力帶作用，有效對抗剪切和旋轉應力。各部分鎖定裝置維系整個系統的穩定性，防止骨折移位導致髖內翻畸形，有利于早期功能鍛煉，防止各種并發癥。
4 數據處理
應用統計軟件SPSS 10.0進行統計學最小二乘法處理、t檢驗和方差分析，設顯著性水平為P＜0.05。
結 果
1 載荷應變變化
股骨上的正常組（N）、ALHP固定組和DHS固定組載荷應變變化經生物力學測量（見表1）結果表明：（1）股骨張力側（OS）ALHP系統固定比DHS系統平均應變小12%，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）在股骨壓力側（IS）平均應變兩者比較同樣小11%，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（3）股骨上壓力側的應變明顯比張力側大26%。
2 載荷位移變化
股骨粗隆間骨折在髖載荷作用下引起的位移為股骨頭的下沉位移u和水平位移μ，測量結果見表2。
結果表明：（1）ALHP的下沉位移比DHS的位移小17%，水平位移小21%，并接近于正常組N，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）粗隆間骨折斷面張開角α，即使在1800N力作用下，ALHP系統只有2.31°，而DHS要產生3.36°，兩者相差31%（P＜0.05）。
3 股骨粗隆間骨折固定的強度和剛度
股骨粗隆間骨折固定后的強度和剛度變化結果見表3。強度指股骨抵抗破壞能力的大小，剛度指股骨抵抗變形能力的大小。結果表明：（1）股骨粗隆間骨折固定后在髖載荷P=1200N力的作用下在股骨的外側應力強度，ALHP系統比DHS高14%，內側強度高13%，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）從股骨粗隆間骨折固定后的軸向剛度（EF）和彎曲剛度（EJ）來比較，ALHP內固定系統比DHS分別高17%和23%，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。
4 剪斷（cutout）試驗結果
股骨粗隆間骨折固定最大的危險是在髖關節剪切應力作用下往往會產生剪斷的危險，即在剪切力作用下產生剪切破壞、骨折部塌陷現象。根據所有樣本在髖關節力500N時的剪斷試驗結果（見表4）表明：（1）ALHP剪切應力、粗隆間界面剪切力高于DHS的15%，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）；（2）在相同載荷作用下，從股骨粗隆界面剪切位移來看，ALHP的移位與DHS的移位相差29%，即前者剪切剛度高于后者約40%。
5 抗扭強度試驗結果
股骨由于前傾角的存在，會產生髖內翻、旋轉松動和移位，根據所有標本的試驗結果得到粗隆間骨折內固定的扭矩-扭角關系（見表5）。結果表明：（1）采用ALHP內固定系統其最大破壞扭矩為4.11N.M，相應扭角為3.45°，而采用DHS內固定系統其最大破壞扭矩為3.48N.M，相應扭角為4.10°，統計顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。表1 股骨粗隆間骨折兩種不同內固定載荷應變變化關系表2 股骨粗隆間骨折兩種不同內固定載荷位移、轉角變化關系表3 股骨粗隆間骨折兩種不同內固定的強度 和剛度(P=1200N) 表4 股骨粗隆間骨折固定剪斷(cutout)試驗結果（髖關節力P=500N時，±s）
6 極限力學性能試驗
股骨粗隆間骨折采用兩種不同內固定后，按Evans分型進行極限力學性能試驗。
結果表明：（1）股骨粗隆間不穩定性骨折，若以最嚴重的一種Evans IV型股骨粗隆間粉碎性骨折比較，采用ALHP內固定的極限能力為2160N，極限位移10.48mm，相對應DHS內固定的極限承載能力1768N，相應位移為11.32mm。兩者比較相差18%，具有顯著性差異（P＜0.05）。（2）按股骨粗隆間Evans分型不穩定性骨折分別試驗結果為：Ⅱ型AALHP為3628N，DHS為2924N；Ⅲ型分別為2916N和2300N；Ⅳ型分別為2160N和1768N，均顯示具有顯著性差異（P＜0.05）。表5 股骨粗隆間骨折兩種不同內固定扭矩扭角關系
討 論
股骨粗隆間骨折尤其是老年人不穩定骨折手術后常常會出現髖內翻、下肢短縮及外旋畸形的并發癥，究其原因大多為內固定器械不理想。如以前常用的鵝頭三翼釘術后并發癥高達30%～40%，角鋼板釘也有不少并發癥，髖內翻、松動移位時有發生［4］。國內常常將DHS動力髖螺釘視作為金標準，DHS通過股骨頸的拉力螺釘固定骨折近端，另一端為板狀結構固定骨折遠端，具有靜力加壓與動力加壓的雙重功效，能保持良好的股骨頸干角，結構牢固，抗彎能力強，治療穩定性粗隆間骨折成功率達95%，因此臨床上較為常用。但是對于粉碎性不穩定股骨粗隆間骨折，由于股骨頸后內側皮質缺損，應力難以通過股骨距傳導，內置物上應力增大，螺釘切割股骨頭易導致鋼板疲勞斷裂、骨折不愈合或畸形愈合等并發癥的發生，尤其是DHS有難以抗旋轉的結構弱點，對骨折累及大粗隆、嚴重粉碎性粗隆下骨折，骨折線位于DHS進釘處時則更不適用。Simpson等［5］通過回顧性研究證實DHS的并發癥為15%，尤其對于骨質疏松Evans IV型骨折的老年患者失敗率更高。對此也有人采用改良型的雙釘DHS，但有手術復雜，難度大，在同一股骨頭頸內難以固定的缺點。
為此，我們設計了ALHP，有效地克服了上述DHS的不足，發揮整體結構的力學優勢，形成幾何不變的內固定系統，以拉力螺釘-鎖定螺釘-鉤板形成立體框架結構，加上鎖定系統，堅強有力地構成了三維立體內固定系統。三根前傾10°、仰角135°松質骨拉力螺釘固定在股骨近端張力側，恢復了張力骨小梁的連續性，靜力加壓使骨折斷端嵌緊錨固，發揮了抗張力作用，相當于DHS動力髖優點，斜孔旋入尾端鎖定的拉力螺釘使其緊貼股骨距，發揮了它的抗壓作用，同時兩鉤合抱股骨大粗隆能提高抗彎能力達7～8倍之多，所以在這個意義上ALHP形成了立體錨固結構，發揮了股骨張力骨小梁、壓力骨小梁、彎曲骨小梁的各自抗張、抗壓、抗彎的作用。鉤、板、釘共同承重使整個內固定系統達到了最優的重建力學體系。載荷應變和載荷位移變化實驗證明ALHP內固定應力、應變分布均勻合理，而且固定牢固，對抗張應力、抗剪切、防止旋轉的能力較強，并接近正常組，具有明顯的優勢，有效防止了股骨頭旋轉位移和髖內翻。加上我們設計了壓定螺釘，有效地防止了退釘、松動、滑移的弊端。而在釘板的近端增加了兩個錨鉤，將不穩定骨折碎片牢牢合抱，發揮了整體力學優勢，完整地重建了承重力學體系。股骨粗隆間骨折固定的強度和剛度以及抗扭強度試驗證明ALHP維持股骨粗隆間骨折內固定的穩定性是有保證的，抗扭強度接近于正常組，明顯高于DHS內固定系統。由于整體結構堅強、牢固，尤其防止股骨粗隆間骨折剪力cut－out的破壞，發揮了積極的對抗作用，剪斷（cutout）試驗結果說明ALHP抗剪能力強于對照組，有明顯優勢。極限力學性能試驗證明使用ALHP內固定系統整體力學性能有較大的提高，充分證明使用本內固定系統具有整體力學性能優勢，對股骨粗隆間骨折穩定性具有很好的支撐作用。ALHP立體固定結構有效地防止了髖內翻和旋轉畸形并發癥的發生。
ALHP上述一系列的整體結構經生物力學實驗證實優于DHS，符合“AO”堅強固定原則，保障了老年性股骨粗隆間骨折術后的穩定性，使得老年性骨質疏松患者能早期功能鍛煉，恢復肢體功能，有效地防止各種并發癥的發生，具有廣闊的臨床應用前景。
參考文獻
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骨折的生物力學范文2
[摘要] 目的:通過生物力學分析方法測試3種內固定器械治療同側股骨頸并粗隆間骨折的效果。方法:取12根成人新鮮股骨標本,依據Evans-Jensen分型Ⅲ型制作骨折模型,其中小粗隆部分的骨折向上波及到股骨頸中部。將骨折復位隨機分成3組,每組4例,依據標準技術分別予以股骨近端鎖定板、動力髖、PFN固定。將各組固定模型置試驗機上測試骨斷端的張開角、應力分布。結果:股骨近端鎖定板骨斷端的張開角明顯小于動力髖組及PFN組。骨折端應力分布,股骨近端鎖定板組包括張力側各點均為壓應力,動力髖及PFN固定組在外側測試點為拉應力。結論:股骨近端鎖定板的各項生物力學性能均優于動力髖、PFN固定。
[關鍵詞] 同側股骨頸并粗隆間骨折;生物力學;內固定
[中圖分類號] R683.42 [文獻標識碼]A [文章編號]1674-4721(2010)03(c)-032-03
Biomechanical study of three different fixtors in fixture of ipsilateral femoral intertrochanteric and femoral neck fractures
DOU Qingyin,WANG Pengfei,HAN Yun,CAI Weidong
(Department of orthopaedics,Songgang People′s Hospital,Shenzhen 518105, China)
[Abstract] Objective: To study the biomechanical properties of three different internal fixtors. Methods: 12 fresh adult cadaver femoral bone specimens were used to made ipsilateral femoral intertrochanteric femoral neck fracture model, which were divided into three groups by random,and fixed by PFN,DHS and femoral proximal locking plates 3 differently.All the fixtors model were evaluated by biomechanical test.Experimental tests included the opened angle,the stress distribution in the edge of fracture. Results: The PFN,DHS groups′ open angle were significantly larger than femoral proximal locking plates group under every load.The stress distribution in the outer fracture sites of PFN,DHS groups were pulled stress,while the femoral proximal locking plates group were pressure stress. Conclusion: The biological mechanics property of femoral proximal locking plates are superior to the other fixed devices.
[Key words] Ipsilateral femoral intertrochanteric femoral neck fracture; Biomechanic study; Inter fixtor
股骨頸并粗隆間骨折是臨床上較少發生的骨折,其廣泛的骨折范圍給治療帶來困難,筆者曾利用股骨近端鎖定板治療此型骨折2例,獲得較好效果。為驗證股骨近端鎖定板的固定效果,筆者采用尸體骨制作股骨頸并同側股骨粗隆間骨折模型,分別以股骨近端鎖定板、動力髖、PFN固定,行生物力學測試。
1 材料與方法
1.1 骨折內固定模型的制作
取12根新鮮成人尸體股骨標本,依據Evans-Jensen分型Ⅲ型制作成股骨頸并同側股骨粗隆間骨折模型,在此基礎上,小粗隆部分的骨折向上波及股骨頸中部。
骨折內固定模型的制作:將骨折復位隨機分成3組,每組4例,依據標準技術分別予以股骨近端鎖定板、動力髖、PFN固定。
1.2 生物力學測試
將股骨遠端包埋于牙托粉,使股骨長軸與垂線成20°角。包埋后股骨長度平均為43 cm。實驗過程中標本保存在-400℃超低溫冰箱保存。實驗標本骨折線兩側沿復骨折線對應貼10片應變片,應變片與骨折端垂直距離3 mm,應變片之間距為15 mm,其中1、2號應變片位于股骨距處骨折端。實驗均在萬能試驗機上進行,使用YJ-31型靜態電阻應變儀記錄數據。制作模擬髖臼形狀的半球型加載卡具,使加載時受力分布均勻。為了使載荷接近正常人的體重范圍,張開角度的測試、骨斷端的應力分布、骨斷端的接觸面積的測試中載荷選擇了以800 N為中心,左右共載6個載荷值。
張開角度的測量:在股骨大粗隆上端骨折線兩邊鉆入2枚直徑為1.0 mm克氏針,長約15 cm。將標本安裝于SCC-44100電子萬能試驗機上垂直加載200、600、800、1 000、1 200 N,加載后用千分尺測量不同載荷下2枚克氏針的點位移,可求出不同載荷下骨折外側的張開角度[1-2]。骨斷端的應力分布情況:應變片連于YJ-31型靜態電阻應變儀,將試驗骨安裝于萬能試驗機上進行加載試驗,加載速度為1.3 mm/min。載荷由200 N逐漸增至1 200 N,讀取應變值,每1個試件加載3次,讀取數據,去掉無理數值取平均值,再將5個試件的試驗結果取平均值,即可求出實驗組與對照組各個載荷狀態下的應變值。從骨折端的應變值計算出骨折端的應力分布。
1.3 統計學處理
張開角比較采用SPSS12.0進行組間比較。
2 結果
2.1 張開角度的測試
骨折的生物力學范文3
【摘要】 ［目的］研究CT掃描三維重建技術對于骶髂關節骨折進行閉合手術治療的術前指導作用。［方法］選擇30個骶髂關節，均行X線片和螺旋CT三維重建后，隨機分為3組，每組10個關節。A組：根據CT數據資料于Minics軟件指導下行骨折克氏針固定；B組：于電視X線機下行骨折克氏針固定，根據X線片和螺旋CT資料行骨折克氏針固定。固定后通過生物力學和大體剖面觀察，評價不同組間生物力學和解剖學效果。［結果］A、B 2組在力學強度和解剖位置方面均優于C組，差異均有統計學意義(P0.05)。［結論］Minics軟件及三維重建技術可以很好的指導骶髂骨折的手術操作。
【關鍵詞】 骨盆骨折； 骶髂關節； 生物力學
現代社會高能、高速損傷日益增多，骨盆骨折發病率逐年增多，目前已占骨折總例數的1%～3%，盡管醫療技術已有很大提高，嚴重骨盆骨折病死率仍在20%左右，致殘率約50%～60%［1］。尤以骶髂關節骨折，由于受傷部位較深，涉及組織及器官較多，手術治療時由于操作不當極易造成不必要的手術并發癥，甚至導致手術失敗。本實驗通過使用Minics軟件對試驗標本個體化CT數據資料進行處理和研究，探討該方法在閉合條件下對經皮治療骶髂關節骨折固定手術的術前設計及指導作用。
1 材料和方法
1.1 材料
15具尸體骨盆，男12具，女3具，年齡23～45歲，平均34歲，不含軟組織(南方醫科大學人體解剖學教研室提供)；X線機(TU3000/DR1000X，Hitachi日本)，64排螺旋CT(Philips/Brilliance 64，飛利浦公司，荷蘭)，生物力學機(MTS生物力學試驗機)，電視X線機(Tridoros Optimatic 1000 mA，西門子，日本)，Minics 10.01軟件，沖擊電鉆(中國上海)，8 mm克氏針。
1.2 方法
各骨盆均行正側位、雙斜位X線片和螺旋CT三維重建。30個關節隨機分為3組，每組10個關節。A組：將CT數據輸入電腦后，利用Minics軟件進行三維重建處理，分析骨折裂縫的大小、位置和周圍骨性結構的比鄰。并利用軟件中畫筆工具模擬出2根8 mm“克氏針”，垂直骨折線行跨關節骨折固定(圖1)，調節“克氏針”位置，消除針道對周圍血管、神經和臟器穿過損傷后，顯示穿針部位在體表的投影和進針(三維)角度，然后于尸體骨盆按照軟件模擬的部位和路徑進行克氏針固定。B組：在電視X線機指導下，行骨折部位克氏針固定。C組：根據X線片和CT片行克氏針。
1.3 試驗步驟
1.3.1 生物力學分析 有學者認為顯著增加螺釘軸向拔出力的因素與增大螺釘外徑和加大進釘深度有關；骨密度也是影響螺釘固定強度的重要因素，骨密度越大，螺釘的拔出力也就越大［2］。按文獻3方法進行操作，具體方法：標本置于MTS858生物力學測試機平臺，呈人體垂直直立位牢固固定，釘尾施加擺動拔出力，預載100 N，后以10 nm/min分級加載，兩側放置高精度攝像儀，每加載50 N記錄1次，在擺動度數1°～5°時分別記錄相應的拔出力，所有標本均重復上述操作。
圖1 利用Minics軟件進行三維重建模擬圖（略）
1.3.2 大體觀察 生物力學測試后各組隨機選取4個標本，沿穿針方向剖開，觀察針道與骶髂關節界面以及周圍組織關系。統計標準為“2針均于中部穿越骨折線計為0，有1根于中部穿越骨折線計為3，2只均未穿過骨折線計為5；針道不穿越任何臟器的計為“O”，針道穿入骶管的計為A，穿破骶骨向后側穿出計為B，穿破骶骨穿入盆腔的計為C。
統計學分析，所有數量表示為資料±s，SPSS 12.0統計軟件進行統計學處理，組間比較采用方差分析，檢驗水準為α=0.05。
2 結果
2.1 生物力學實驗
A、B組方法指導下固定的克氏針在抗拔出力方面明顯優于C組，拔針過程中產生的位移明顯少于C組，2組差異具有統計學意義(Pa0.05)(表1)。
表1 不同手術方法克氏針拔出力和相對位移（略）
2.2 大體觀察
A、B 2組大部分標本顯示，克氏針能夠順利穿過骶髂關節界面，且不穿入椎管或由關節前后穿出，很好的起到局部固定或避免組織損傷的效果，C組標本均出現固定不確切，和針道偏斜的表現(表2)。
表2 大體觀察結果（略）
3 討論
骶髂關節骨折屬垂直不穩定性骨盆骨折［4］，隨著醫生及患者康復意識和診斷技術的不斷提高，閉合手術治療的效果越來越受到醫生和患者的重視。骶髂關節，也稱為骶髂復合體(sacroiliac complex)，影響頭側的腰骶關節及尾側的髖關節，占整個骨盆功能的60%［5］左右，治療效果對骨盆功能的恢復具有重要意義。骶髂關節骨折，手術顯露困難，術野暴露面積大，加之骶骨內和骶髂關節前方有硬脊膜囊、骶神經根、骶叢及重要大血管通過，操作難度大，處理不好會引起很多并發癥，極易誤傷臟器、神經、血管，造成創傷性關節炎。
目前處理此類骨折的較常規的方法是：（1）保守治療牽引：過程長，患者長期臥床，護理麻煩，且易引起諸多并發癥［6］；（2）閉合復位，憑經驗行克氏針或螺釘內固定：手術風險大，易造成重要組織和器官的損傷［7］；（3）切開復位內固定：損傷復雜，一般醫生掌握困難［8］；（4）電視X線機指導下閉合穿針：操作安全簡單，對術者解剖和立體定向水平要求較高［9］。
Minics軟件是SWUGN公司于2002年開發的一種3D軟件，可以錄入CT等影像學數據，并進行重建，并可以隨意旋轉，成像，還可以利用工具軟件，在圖像中繪制立體的螺釘、鋼板或克氏針進行固定，并通過三維數據進行位置調節。
本研究采用螺旋CT對骨盆標本的掃描數據錄入Minics軟件，通過軟件自帶的三維成像功能，進行圖形重建，繪制出模擬真實的骨盆模型。利用軟件中的旋轉工具可以從任意角度觀察骨盆構象，了解復合關節的解剖關系。更重要的是，利用軟件中的繪圖工具還可以在圖像資料中添加模擬的螺釘或克氏針，并可以隨意調節進針部位和角度，還可通過延展工具在組織表面進行投影，進行術前手術實施模擬，進而指導真實手術操作。本組數據顯示：采用三維重建指導的克氏針固定在力學強度和進針部位和準確度等方面與電視X線機指導下的克氏針固定效果相當，甚至略好，明顯優于單憑X線片和CT資料的經驗性“盲穿”。
該方法操作簡單，易于掌握，尤其適于剛剛從業的初學者，且避免了電視X線機下對患者和術者的射線照射。該方法的三維重建功能還具有很好的診斷價值(將另文論述)，具有良好的應用前景。
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骨折的生物力學范文4
【摘要】 ［目的］利用工程力學分析軟件CatiaV5，模擬在不同的肩關節功能位置上、間接沖擊暴力所致肱骨骨折的受傷力學機制和力學環境，為認識和治療肱骨骨折提供生物力學依據。［方法］采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，選取自鎖骨頂端至肱骨遠端關節面、共380層的斷層圖像，層厚1 mm，按照點、線、面的建模方式，先建立人體肩關節的三維幾何模型，再予網格化，建立人體肩關節的三維有限元模型，利用該模型，模擬在12個不同的肩關節功能位置上（外展30°、 45°、 60°、 90°、同時合并內旋、中立、外旋）、肱骨受到分級加載的軸向沖擊載荷時的骨折位置以及瞬時的應力、應變狀況。［結果］根據肱骨在不同的功能位置上載荷－應變關系曲線，載荷從0～250 N時，呈線性變化，后為非線性期，卸載后，殘余骨變形；隨著載荷的增加，肱骨干的應變隨之增加。當肩關節的外展位置由90°逐漸變為30°時，肱骨干上內外側應變逐漸增加，內外旋45°時應變比中立位時增加顯著；同時，肱骨干內外側的應力不同，內側應力大，外側應力小，內外旋時，肱骨干的應力增加更快、更大。［結論］在肩關節不同的功能位置上，三維有限元分析逼真地模擬出各自不同的肱骨應力、應變狀態值及骨完整性受到破壞的三維圖像、骨折線的大體走向；肱骨骨折的三維有限元模擬和分析是研究與骨折相關的力學原理的非常有價值的方法。
【關鍵詞】 間接暴力； 肱骨骨折； 三維有限元； 模擬
Abstract：［Objective］To simulate the biomechanics mechanism and environment of humeral fracture caused by indirect impact force for the purpose of biomechanics understanding and treatment of such fracture.［Method］Based on the data source， which was highresolution anatomic slice images from approximal clavicle to distal humerus， 1 mm thickness and totally 380 layers， the geometric model of total shoulder joint was established according to the order:point， line，area， and further meshed to set up the three dimension finite element model of shoulder， fracture sites and instantaneous stress and strain of humerus were simulated and analyzed under the condition which longitudinal impact force was loaded on the humerus based on the 12 functional positions of shoulder(abduction 30°、 45°、 60°、 90°， and simultaneous neutrality， internal rotation 45°，external rotation 45°).［Result］According to the humeral shaft loadstrain curve in different functional positions of shoulder， linear relation was found when load changed from 0 N to 250 N， after which nonlinear come out， and even load was removed ， bone was deformed eternally. With the rise in load amount， the increase in stress was detected. When abduction degree changed from 90° to 30°， the strain of humerus， both the lateral and the medial increased gradually，and increase in internal rotation 45°and external rotation 45° was more significant than that in neutrality. Meanwhile， stress difference could be seen between the lateral and the medial ， and medial was larger than the lateral. Increase in stress in rotation positions was quicker and more than that in other functional positions.［Conclusion］Based on 4 abduction degrees (30°， 45°， 60°， 90°) and 3 rotation degrees(neutrality， internal rotation 45°，external rotation 45°) ，the three dimensional finite element shoulder could simulate precisely stress， strain， general trend of fracture line， three dimension images of bone failure. Three dimension finite element simulation and analysis of shoulder is a valuable mechanical method for research on biomechanics theory related to humerus fracture.
Key words：indirect impact force; humerus fracture; three dimensional finite element; simulation
臨床上，肱骨骨折的發生率并不少見。目前，對于肱骨骨折確切的損傷機制尚缺乏較深刻的了解，較透徹的闡明肱骨骨折的機制方面的知識對于肱骨骨折的預防和治療將會產生重要的指導意義。本研究就是利用人體肩關節的三維有限元模型，模擬不同的軸向沖擊載荷下，肱骨的形變情況，并顯示其動態過程，探討肱骨骨折的受傷應力機制。
1 材料與方法
1.1 肩關節結構的幾何實體重建
采用高分辨率的人體肩關節斷層解剖圖作為三維重建的數據源，按照點－線－面－體的方式建立肩關節的幾何實體形狀，可以分別顯示皮質骨、松質骨、軟骨及髓腔結構，在Catia V5運行平臺上可以任意角度轉動，觀察模型的解剖結構和方向（圖1）。
1． 2 肩關節三維有限元模型的構建
肩關節的三維實體建模完成后，根據材料特性的不同，定義軟骨、皮質骨、松質骨材料力學參數（表1）。選用10節點的四面體單元，該四面體具有6個方向的自由度，在Catia V5運行平臺上，定義肩關節的各項參數和指標，選擇中上等精度的自動網格劃分模式，對肩關節進行自動網格化，生成3 977個節點（nodes）、20 919個四面體單元（elements）（圖2）。表1 肩關節的材料力學參數（Joseph. A等 2002年）
1.3 肩關節不同功能位置上肱骨骨折的三維有限元模擬
啟動Catia V5的結構模塊。根據盂肱關節面的接觸關系，及肱骨頭的旋轉中心的確立，固定肩胛骨相對不動，將肱骨分別從0°位外展到30°、45°、60°、90°每個位置上；分別設定3種旋轉狀態：中立位、外旋45°、內旋45°，從而將肩關節的動態功能過程分割成12個不同的功能位置。在每一個位置下，根據盂肱關節面接觸區域的位置和范圍，設定肱骨的邊界約束，限制其所有方向的自由度。
自肱骨遠端分別加載以0.1 s梯度增加的300 N軸向沖擊載荷，載荷持續時程為1 s，同時自肱骨大結節加載50 N水平恒定載荷，啟動Catia V5的求解模塊，計算機進入沖擊受力分析模塊程序。運算結束后，得到動態顯示的加載－形變過程，分析其應力分布和骨折移位狀況。根據圖像的模擬結果，我們可以判斷不同的功能位置上的骨斷裂的位置和移位方向，根據節點的斷裂度判斷骨折線的大致走向。
2 結 果
計算機運算結束后，得到12個功能位置上、暴力載荷下的肱骨應力、形變趨勢，并且動態展示出來。本文以45°外展位為例(圖3～5)；此外， 通過鼠標取值，可以記錄肱骨上的平均應變值（圖6），從而進一步繪制載荷－應變曲線（圖7），了解肱骨隨載荷變化的生物力學規律。
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3 討 論
3.1 本研究中骨折模擬的力學合理性
造成骨折的原因有內因和外因兩個方面，前者是指骨結構本身的特性，例如材料性質和結構性質，后者是指骨骼受外力的方向、大小、變化速度以及肢體的空間位置等［1］。對于肱骨骨折而言，常見于摔倒時，上肢撐地，沖擊載荷在較短的時間內通過間接傳遞作用于骨骼，造成骨折［2］；同時，由于人體上臂具有靈活的運動范圍，故摔倒時，肱骨可以有多個不同的功能位置，而這種位置直接影響骨骼的受力矢量，因此，本研究在前期肩關節三維有限元模型和肩關節試驗力學分析結果的基礎上，模擬不同功能位置上的肱骨骨折狀態，是符合肩關節生物力學原理的［3］。
3.2 三維有限元分析法模擬肱骨骨折的優勢所在
肱骨發生骨折時，由于其瞬時性的特點，往往很難重復其具體過程，無法對其進行實時分析。試驗研究的條件下進行骨折力學分析時，當載荷超過骨的極限強度時，骨小梁斷裂，骨結構的完整性破壞。目前的力學記錄儀器尚不能記錄峰值強度以后的骨應力和骨應變，特別是骨的內部力學狀況，所以，用試驗的方法研究骨折的力學機制存在著明顯的不足，它不能提供骨折完整過程的信息，故本研究嘗試用先進的計算機技術，憑借工程力學的軟件，按照生物力學的原理，去研究肱骨骨折的損傷機制，是對試驗力學有力的補充和完善。運用三維的視覺環境，高度形象地模擬骨折的形變和應力分布。作為一項被運用到醫學領域的計算機技術，三維有限元分析法可以高度模擬物體結構與材料的特性；既可以精確地反映區域性的信息，又可以完整地反映全域性的信息；既可以進行精確的計算分析，又可以從事形象的、直觀的定性研究，分析研究的重復性好，應用面廣，適應性強，可以反復使用，無損耗，能夠通過模擬分析的方法研究實驗方法所不能研究的工況（或生理狀況），得到客觀實體實驗法所難以得到的研究結果［4］。
3.3 有限元模擬肱骨骨折受傷機制的臨床意義
從肱骨骨折的三維有限元動態模擬圖像資料上看，當關節盂實施邊界約束、肱骨大結節加載基礎載荷、于肱骨遠端加載以0.1 s梯度增加的300 N沖擊載荷時，應力逐漸由肱骨遠端移向骨干部，隨著力的傳遞，壓力集中在肱骨頸干交界部位和干部上段部分，應力在其前側和/或內側達到最大聚積；而與此同時，與關節盂相接觸的肱骨關節面的部分，應力也逐漸增加，這兩個應力集中區域在沖擊載荷作用下，應力增加不顯著。骨應變圖提示這個區域此時承載的載荷逐漸轉成張力區，2種載荷交界區域即是骨小梁承受彎曲最大的部位，當能量完全釋放，骨小梁斷裂，骨折線產生，遠段肱骨部分移向后側或/和外側。應變是應力作用于骨組織的的結果，伴隨著應力的變化，肱骨上應變發生變化，骨形變不可避免。另外，作者看到，在12個不同的功能位置上，相同的加載時，肱骨的應力集中區發生了轉移和變化。當從30°90°外展時，高應力區由內側逐漸轉向外側，而以 60°外展外旋位置上應力最高，達3.13 MPa。也就是說在這個位置上摔倒時，骨骼承受最大的應力，骨應變在此區域最大，故骨折發生率較高，特別對于本身骨強度減弱的情況下（例如、
圖1 肩關節的三維幾何實體重建圖像 圖2 肩關節的三維網格化 圖3 45°外展中立位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行） 圖4
45°外展內旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行）
圖5 45°外展外旋位的骨折形變模擬過程（ae.形變過程；f.骨折線的走行） 圖6 箭頭所指為鼠標取值 圖7 外展45°位置上中立位、外旋45°、內旋45°時肱骨干上載荷－應變關系曲線質疏松時），在30°外展位置上易發生由肱骨外科頸和肱骨上段后上向前下的骨折移位［5］；而在90°外展加載時，骨折線接近橫行走向，因此可以推測在健康人群中，肩關節30°～90°范圍摔倒時，骨折線由斜形逐漸變成橫行，且肱骨外科頸和肱骨上段時更易于骨折和移位置［6，7］。
此外，不同的肩關節旋轉位置對肱骨骨折也產生一定的影響。從圖像中可以發現當內旋和外旋時，肱骨上的應力分布發生轉移。內旋時，高應力區移向肱骨的前外側，外旋時，高應力區移向肱骨的內側，并伴隨骨折線出現部位的轉移。根據動態模擬圖像中，可以清晰顯示骨折的動態現況，且可以反復回放，任意提取任何一個需要的信息。
3.4 肩關節有限元模擬分析的應用前景
本研究中所建立的肩關節三維有限元是一個良好的生物力學研究工具，利用它，不僅可以對關節的骨性結構進行力學分析，同時通過建立三維連接單元，還可以重建肩關節的任一個軟組織結構；通過這些軟組織的試驗力學測試，獲得相關的材料參數，同樣可以將軟組織的有限元模型建立起來，繼而進行力學分析。本論文僅僅對肱骨骨折實施了有限元的模擬，使用同樣的方法，可以對其他肩關節的其他結構的損傷機理進行模擬，如鎖骨骨折、脫位、肩胛骨骨折、盂肱關節的脫位、慢性肩關節不穩、肩峰撞擊癥等。
總之，隨著計算機技術的不斷發展，以及力學分析軟件的不斷完善，三維有限元分析法一定會在骨關節生物力學研究領域發揮越來越大的作用。
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骨折的生物力學范文5
1 資料與方法
1.1 一般資料
本組23例，男16例，女7例。年齡3-10歲，均為玩?；蛐凶叩故軅Ｉ熘毙?6例，屈曲型7例，均為閉合骨折。傷后至手術時間：24h內者13例，3-7 d者10例。
1.2 手術方法
采用氯胺酮麻醉，上止血。取肘外側入路[1]，骨膜下剝離，顯露骨折斷端，清除骨折端凝血塊并牽開嵌壓于骨折端的軟組織；術者與助手先持續輕柔的牽引糾正骨折前后重疊移位，再糾正側方和旋轉移位；骨折端復位時遵循橈側嵌插、尺側稍分離、尺偏型矯枉過正或輕度橈偏、橈偏型不矯枉過正的原則[2]。復位時配合左手食指和拇指夾持、推頂作用，并觸摸尺骨鷹嘴窩和冠狀窩判定復位準確的情況后，伸屈活動肘關節觀察恢復提攜角后，利用左手拇指及其他各指推頂穩定維持骨折，持電鉆克氏針從外上髁斜行45°向內上方鉆入直徑1.5-1.8 mm的克氏針，使針尖穿出對側近端骨皮質約3 mm左右，內上髁穿針時注意觸摸，避開尺神經溝，依照前法交叉鉆入克氏針至對側皮質，伸屈肘關節，檢查肘關節功能恢復情況及骨折部位穩定性，必要時可于外髁處再加一枚克氏針。直徑2.0mm鉆頭于骨折近端外側距骨折線2cm處前后方向鉆孔，穿入一根一號強生愛惜康產品PDS-Ⅱ可吸收線，8字繞過外側克氏針針尾加壓固定，再次伸屈肘關節無異常后，剪斷克氏針多余部分，針尾折彎留置皮下，注意內上髁折彎的針尾對尺神經的嵌壓，放松止血帶，確定無搏動性出血，橈動脈搏動良好，沖洗傷口，逐層關閉切口。石膏托固定于屈肘100位。
1.3 術后處理
術后使用抗生素3-5d預防感染，適當脫水消腫處理，石膏托固定于屈肘100位。早期開始右手右肩主動功能鍛煉，兩周后拆除石膏，行肘關節主被動屈伸鍛煉。術后8-10周攝片檢查骨折愈合后拔除克氏針。
2 結果
所有病例均達解剖復位或近解剖復位，切口均一期愈合。5例于三周后出現釘尾外露，給與拔除外露鋼針。所有患者均獲隨訪，隨訪時間6-18個月，平均10個月。
所有病例骨折均一期愈合，根據李稔生等[3]肘關節術后功能評判標準評定療效。優:肘屈伸受限＜10°，肘內翻＜5°。良：肘屈伸受限10°～20°，肘內翻6°～10°。可：肘屈伸受限21°～30°，肘內翻11°～15°。差：肘屈伸受限＞30°，肘內翻＞15°。 轉貼于
本組結果：優18例，良4例，可1例，優良率95.6%。無一例出現骨折再移位和尺神經損傷。
3 討論
兒童肱骨髁上骨折對無移位或移位輕、患肢腫 脹輕者可行手法復位，小夾板或石膏外固定，但對于嚴重移位、腫脹明顯或伴有神經損傷的肱骨髁上骨折采用切開復位內固定是必要的，不主張多次手法復位，不僅患兒痛苦大，更加重局部軟組織的損傷，增加肘關節功能障礙的風險。手術時機應避開腫脹高峰期，腫脹重者須抬高患肢懸吊牽引，加強脫水治療，待腫脹減輕后再手術[4]。
目前，兒童肱骨髁上骨折內固定以交叉克氏針較為常用。楊勇等[5]報道，通過生物力學實驗證實了改良張力帶固定效果明顯優于交叉克氏針，其穩定性能滿足術后早期主動活動肘關節的生物力學需要。連洪凱[6]等證實克氏針張力帶固定牢靠，并觀察到應用張力帶后由于外側加壓，使內側稍有分離，糾正壓縮缺損，防止肘內翻，可有效避免肢體重力及前臂旋轉所導致的肘內翻的發生。作者認為：克氏針張力帶內固定符合肘關節生物力學要求，能早期進行關節功能鍛煉，是較理想的方法。但二次手術取出鋼絲時的創傷較大。采用可吸收線代替鋼絲，免除二次取出，留于皮下的克氏針可局麻下輕易取出，減少了二次手術的創傷?？晌站€為愛惜康產品PDS-Ⅱ，其強度是同直徑普通縫線的2.5倍，雙股PDS-Ⅱ線其強度為普通縫線的5倍。術后4度為始強度的75%，6周為50%［7］，可達到骨折固定的要求。顯然，生物可吸收張力帶可為病人早期功能鍛煉提供足夠的強度。隨著骨折的逐漸愈合，骨的自身強度不斷增加，而可吸收線逐漸被降解吸收，從時間上可完全滿足骨折愈合過程。
因此，交叉克氏針加可吸收線張力帶內固定既實現了內固定的穩定性，有利于骨折端的加壓，促進骨折愈合，防止肘內翻的發生，又減少了二次手術的創傷，是一種治療兒童肱骨髁上骨折較為理想的方法。
參 考 文 獻
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骨折的生物力學范文6
資料與方法
本組患者85例，男27例，女58例；年齡58～93歲，平均75.3歲；左側40例，右側45例。致傷原因：摔傷78例，車撞傷7例，均為閉合性損傷。按AO標準分類：A1型36例，經轉子的簡單骨折（兩部分），內側骨皮質仍有良好的支撐，外側骨皮質保持完好；A2型32例，經轉子的粉碎骨折，內側和后方骨皮質在數個平面上破裂，但外側骨皮質保持完好；A3型17例，反轉子間骨折，外側骨皮質也有破裂。術前合并癥有：心腦血管疾病64例，糖尿病33例，呼吸系統感染性疾病17例，貧血23例，均請內科會診，積極對癥治療且綜合評估病情穩定后，盡早行內固定手術治療。
手術方法：采用連續硬膜外麻醉?；颊呷⊙雠P位，在骨科牽引床上先行骨折閉合復位。C型臂X線機透視確定骨折復位滿意后，選擇髖外側大轉子處縱行切口，長約4～5cm，暴露大轉子外側，然后選擇合適長度股骨近端鎖定鋼板，確保骨折遠端有3枚螺釘固定，將鋼板從近端切口自骨膜外肌下隧道插入，跨過骨折端至遠側骨干，使鋼板遠近兩端與股骨相符貼，C臂透視鋼板位置合適后，C臂透視下經近端鎖定孔向股骨頸打入3枚克氏針導針，先固定股骨頸內3枚鎖定釘，然后經皮打入遠端鎖定釘。部分閉合復位不滿意者，可適當擴大切口，復位滿意后，放置鎖定鋼板固定。正側位透視位置良好后，置負壓引流管。沖洗、關閉切口。
療效判斷標準2：①優：骨折愈合，髖部無疼痛，骨關節活動恢復到傷前狀況；②良：骨折愈合，髖部偶有疼痛，骨關節活動大部分恢復到傷前狀況；③可：骨折愈合，有輕度髖內翻，骨關節活動受限，有時疼痛；④差：骨折畸形愈合或未愈合，髖部疼痛，不能行走。
結 果
本組85例患者，手術時間50～80分鐘，平均63.6分鐘；術中出血80～200ml，平均150ml。所有患者傷口均Ⅰ期愈合，無感染。全部患者獲得門診或電話隨訪，隨訪時間6～24個月，平均11.7個月。術后10～13周達到臨床骨愈合，參照董紀元等評分法，優69例，良16例，差3例。2例髖內翻畸形愈合，可無疼跛形行走。1例骨不愈合，鋼板斷裂，再次手術PFN固定后愈合。
討 論
股骨轉子間骨折是老年人常見的骨折，與老年人骨質疏松密切相關。保守治療雖然骨折也能愈合，但是臥床時間長，加上老年人多合并較多內科疾病，容易發生墜積性肺炎、褥瘡、泌尿系感染、下肢深靜脈血栓形成等并發癥，同時易導致髖內翻、下肢縮短、外旋等畸形愈合、延遲愈合等，骨折后生存率和生存質量明顯降低，死亡率較高。近年來隨著外科手術技術的提高和內固定材料的進步，早期復位內固定技術已成為治療老年人股骨轉子間骨折的首選方法3。
DHS曾被認為是股骨轉子間骨折內固定治療的“金標準”，但DHS的缺陷近年來在臨床實踐中逐漸地被發現。由于DHS力學設計特點，DHS適用于A1型和部分A2型骨折，不適用于A3型骨折；且由于主釘的拉力及應力切割作用，常會導致骨質疏松性或粉碎性骨折發生股骨頸短縮、髖內翻等并發癥4。對于粉碎嚴重骨折，DHS操作困難，往往會造成骨折的再移位，Gamma釘和PFN同樣因為骨折疏松性或大轉子部的粉碎骨折而導致股骨頸內的主釘切割失效，造成髖內翻畸形；且DHS、Gamma釘、PFN技術難度大，操作復雜，手術創傷大，手術時間長，不利于推廣。與以上技術相比，鎖定鋼板的優勢體現在：⑴手術創傷小：術前基本實現骨折閉合復位，采用小切口，縮短了手術時間，減少了術中出血；鋼板和骨皮質無需緊密接觸，不需廣泛剝離骨膜，降低了骨膜損傷，最大程度地減少對骨質血運的影響，有利于骨折的愈合；其內置外固定的設計理念，長跨度鋼板加稀疏螺釘的橋式固定方式，具有彈性固定結構，能使骨痂快速生長，不但起到了生物學鋼板的作用，又保證了骨折愈合所必須的生物環境。⑵良好的生物力學特性：①股骨近端解剖鋼板是依照股骨近端外側形狀、遵循BO原則設計的解剖型鋼板，使用前不需預彎，與骨貼附良好；在保證內固定強度的同時，其厚度不一致，分散了鋼板的應力，更符合人體生物力學要求，且具有分散和傳導應力的力學優勢。②鋼板近端入釘點成“品”字設置.形成多點三維固定，抗拉、抗壓及抗旋轉力強大，鋼板遠端各釘孔既可植入鎖釘，又保留了普通加壓孔，保留了普通鋼板的加壓作用；③釘板之間通過螺紋鎖定，骨折端的穩定依靠釘板間的成角穩定，其整體穩定結構相當于內固定支架，幾何整體穩定性強，可提供高強度穩定的內固定。⑶適用范圍廣：鎖定的多角度螺釘形成強大的抗拔出合力，可用于各種類型的股骨轉子間骨折，如骨質疏松性骨折、復雜的關節周圍骨折，特別是干骺端的粉碎性骨折，鋼板蛇形膨大的頭部能適當包容粉碎骨折的股骨粗隆，輔助拉力螺釘能使骨折得到良好復位固定。對于DHS不適用的主釘進釘部位有縱向劈裂骨折線的骨折均可使用。
總之，股骨近端鎖定鋼板具有獨特的生物力學特性和釘板成角穩定結構，操作簡單，創傷較小，穩定牢固，適用范圍廣，是治療老年股骨轉子間骨折的有效內固定方法。
參考文獻
